使用自適應(yīng)閾值的實(shí)時(shí)qrs檢測(cè)的制作方法
【專利摘要】一種用于分析ECG數(shù)據(jù)的移動(dòng)系統(tǒng)，其包括耦合到移動(dòng)消費(fèi)裝置上的模擬前端模塊。所述模擬前端模塊經(jīng)配置以收集來(lái)自一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)聯(lián)的ECG數(shù)據(jù)并且可操作以將模擬ECG數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成數(shù)字ECG數(shù)據(jù)。所述移動(dòng)消費(fèi)裝置例如智能手機(jī)(400)經(jīng)耦合接收所述數(shù)字ECG數(shù)據(jù)(150)，并且經(jīng)配置以使用濾波器(436)來(lái)執(zhí)行QRS檢測(cè)(451)，所述濾波器的截止頻率被實(shí)時(shí)地調(diào)適成噪聲水平。ECG信號(hào)被非線性放大(431)并且得到三個(gè)窗口化閾值信號(hào)(D、E、J)。用于QRS檢測(cè)的截止頻率被動(dòng)態(tài)地選擇(439)為閾值信號(hào)的函數(shù)。僅當(dāng)采樣值等于第一閾值信號(hào)并且超過(guò)經(jīng)濾波的閾值信號(hào)時(shí)才將經(jīng)放大的信號(hào)中的采樣識(shí)別為心跳點(diǎn)。
【專利說(shuō)明】使用自適應(yīng)閾值的實(shí)時(shí)QRS檢測(cè)

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明總體上涉及心電圖信號(hào)的分析，并且具體涉及出于此目的的低成本消費(fèi)裝 置的使用。

【背景技術(shù)】
[0002] 心電圖（ECG或EKG)是如通過(guò)附接到皮膚的外表面上的電極所檢測(cè)并且通過(guò)在身 體外部的裝置所記錄的在一個(gè)時(shí)段內(nèi)心臟電活動(dòng)的經(jīng)胸（跨越胸腔或胸部）解釋。通過(guò)此 無(wú)創(chuàng)傷性過(guò)程產(chǎn)生的記錄被稱為心電圖（也稱為ECG或EKG)。心電圖（ECG)是記錄心臟的 電活動(dòng)的測(cè)試。
[0003] ECG用于測(cè)量心跳的速率和規(guī)律性以及心室的大小和位置、對(duì)心臟的任何損害的 存在，以及用于調(diào)節(jié)心臟的藥物或裝置（例如起搏器）的效果。
[0004] ECG裝置檢測(cè)并且放大當(dāng)在每次心跳期間心肌去極化時(shí)所引起的皮膚上的微小電 變化。在休息時(shí)，每個(gè)心肌細(xì)胞具有跨越其外壁（或細(xì)胞膜）的負(fù)電荷（膜電位）。將此負(fù) 電荷朝零增加（通過(guò)正離子Na+以及Ca++的注入）被稱為去極化，所述去極化激活細(xì)胞中 的導(dǎo)致細(xì)胞收縮的機(jī)制。在每次心跳期間，健康的心臟將具有去極化波的有序前進(jìn)（所述 去極化波通過(guò)竇房結(jié)中的細(xì)胞觸發(fā)）、擴(kuò)散通過(guò)心房、穿過(guò)"內(nèi)在傳導(dǎo)路徑"，并且隨后在整 個(gè)心室擴(kuò)散。這被檢測(cè)為放置在心臟兩側(cè)的兩個(gè)電極之間的電壓上的微小上升以及下降， 所述上升以及下降在顯示屏上或者在紙上顯示為波狀線。此顯示指示心臟的整體節(jié)律以及 心肌的不同部分的弱點(diǎn)。
[0005] 通常，使用兩個(gè)以上電極并且它們可以組合成多對(duì)，例如：左臂（LA)、右臂（RA)以 及左腿（LL)電極形成三對(duì)：LA+RA、LA+LL,以及RA+LL。來(lái)自每對(duì)的輸出被稱為導(dǎo)聯(lián)。每個(gè) 導(dǎo)聯(lián)據(jù)稱從不同的角度觀察心臟。不同類型的EKG可以通過(guò)所記錄的導(dǎo)聯(lián)數(shù)來(lái)命名，例如3 導(dǎo)聯(lián)、5導(dǎo)聯(lián)或12導(dǎo)聯(lián)EKG(有時(shí)簡(jiǎn)單地稱為" 12導(dǎo)聯(lián)")。12導(dǎo)聯(lián)EKG是其中12個(gè)不同的 電信號(hào)在大致相同的時(shí)刻被記錄并且通常將用作EKG的一次性記錄的EKG，所述一次性記 錄傳統(tǒng)地作為紙質(zhì)復(fù)本打印出。3導(dǎo)聯(lián)以及5導(dǎo)聯(lián)EKG往往被連續(xù)監(jiān)控并且僅在適當(dāng)?shù)谋O(jiān) 控裝置的顯示屏上被觀察，例如，在手術(shù)期間或當(dāng)在救護(hù)車中運(yùn)輸時(shí)。根據(jù)所使用的設(shè)備， 可能存在或可能不存在3導(dǎo)聯(lián)或5導(dǎo)聯(lián)EKG的任何永久性記錄。
[0006] 大體上存在兩種類型的現(xiàn)有心臟監(jiān)控器：1)具有有限能力的健身便攜式監(jiān)控器， 例如僅具有心率，而沒(méi)有ECG波形，沒(méi)有預(yù)警，并且QRS檢測(cè)器性能較差；2)醫(yī)療級(jí)監(jiān)控器， 所述監(jiān)控器實(shí)際上并非便攜的，但其具有良好的性能并且提供預(yù)警。ECG、EMG(肌電圖）、 EEG(腦電圖）等醫(yī)療級(jí)設(shè)備的成本對(duì)消費(fèi)者仍是過(guò)于昂貴的。一些現(xiàn)有解決方案可能具有 良好的性能，但它們不是實(shí)時(shí)的。一些其它解決方案是便攜且實(shí)時(shí)的，但顯示出不良性能， 例如健身心率監(jiān)控器。醫(yī)療級(jí)設(shè)備具有合理的性能并且大體上實(shí)時(shí)地操作，但其對(duì)于用作 便攜式設(shè)備而言不夠緊湊并且十分昂貴。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0007] 圖1是圖示了在移動(dòng)ECG系統(tǒng)內(nèi)的本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的框圖；
[0008] 圖2-3圖示了通過(guò)圖1的移動(dòng)ECG系統(tǒng)分析的ECG曲線；
[0009] 圖4是通過(guò)圖1的ECG系統(tǒng)實(shí)施的實(shí)時(shí)ECG濾波器的示意性圖示；
[0010] 圖5是由圖4的濾波器所使用的準(zhǔn)線性回歸的曲線；
[0011] 圖6、7A-7D圖示了在通過(guò)圖4的實(shí)時(shí)ECG濾波器對(duì)ECG信號(hào)進(jìn)行的分析期間產(chǎn)生 的波形；
[0012] 圖8-9是圖示了由圖1的ECG系統(tǒng)對(duì)報(bào)警條件進(jìn)行的檢測(cè)的時(shí)序圖；
[0013] 圖10是圖不了通過(guò)ECG系統(tǒng)進(jìn)行的ECG分析操作的流程圖；
[0014] 圖11圖不了利用移動(dòng)手機(jī)的移動(dòng)ECG系統(tǒng)的另一實(shí)施例；以及
[0015] 圖12A-12B圖示了移動(dòng)ECG系統(tǒng)的其它實(shí)施例。

【具體實(shí)施方式】
[0016] 由于DC偏置以及各種干擾信號(hào)的存在，因此ECG信號(hào)的測(cè)量是具有挑戰(zhàn)性的。對(duì) 于典型的電極，此電位可以高達(dá)300mV。干擾信號(hào)包括來(lái)自電源的50/60-Hz干擾、由于患者 移動(dòng)導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng)偽影、來(lái)自電外科手術(shù)設(shè)備、除顫脈沖、起搏器脈沖，其它監(jiān)控設(shè)備等的射 頻干擾。本發(fā)明的實(shí)施例以高檢測(cè)性能實(shí)現(xiàn)了對(duì)心臟異常的實(shí)時(shí)處理以及分析，從而使得 能夠在退化條件下產(chǎn)生實(shí)時(shí)預(yù)警，所述退化條件可能由身體運(yùn)動(dòng)、電極的摩擦或變形、正在 測(cè)試的個(gè)人的安裝導(dǎo)致。本發(fā)明的實(shí)施例可以使用經(jīng)適當(dāng)配備的移動(dòng)消費(fèi)裝置來(lái)實(shí)施，例 如智能手機(jī)、平板計(jì)算機(jī)、個(gè)人數(shù)字助理、個(gè)人計(jì)算機(jī)等。其它實(shí)施例可以在例如醫(yī)療級(jí)固 定或移動(dòng)平臺(tái)中實(shí)施。下文將更加詳細(xì)地描述QRS檢測(cè)算法，所述算法使用通過(guò)IIR(無(wú)限 脈沖響應(yīng)）濾波器耦合至自適應(yīng)的已濾波的閾值上的若千級(jí)聯(lián)的濾波器，利用對(duì)數(shù)比例縮 放到原始信號(hào)的噪聲水平進(jìn)行實(shí)時(shí)地調(diào)適所述IIR濾波器的截止頻率。
[0017] QRS檢測(cè)算法通過(guò)采用反饋?zhàn)赃m應(yīng)IIR濾波器來(lái)使用經(jīng)相對(duì)濾波的閾值，在所述 IIR濾波器中，截止頻率隨信噪比而變化。使用滑動(dòng)窗口根據(jù)峰值與平均值的比率計(jì)算出信 噪比。因此，所述算法能夠?qū)崟r(shí)地調(diào)適自身，并且即使在存在使用者的激烈運(yùn)動(dòng)、噪聲或其 它偽影的情況下，也能夠提供非常準(zhǔn)確的QRS檢測(cè)以及PQRST形狀保留。因此，可以準(zhǔn)確檢 測(cè)到使用者心臟預(yù)警。
[0018] 圖1是圖示了在移動(dòng)ECG系統(tǒng)100內(nèi)的本發(fā)明的實(shí)施例的框圖。模擬前端部分11〇 耦合到一組導(dǎo)聯(lián)（lead) 120上，所述導(dǎo)聯(lián)耦合到正被監(jiān)控的主體（subject) 130上。所監(jiān)控 的主體130通常是人；然而，本發(fā)明的實(shí)施例可以用于監(jiān)控其它類型的主體，例如牲畜、鳥、 或爬行動(dòng)物等。監(jiān)控導(dǎo)聯(lián)120包括附接到主體130上的各個(gè)點(diǎn)上的多個(gè)導(dǎo)聯(lián)。通常，三個(gè)、 五個(gè)、七個(gè)或十二個(gè)導(dǎo)聯(lián)被用來(lái)ECG監(jiān)控；然而，本發(fā)明的實(shí)施例不限于任何特定數(shù)目的導(dǎo) 聯(lián)。
[0019] 模擬前端部分110可以包括用于從所述導(dǎo)聯(lián)120組中選擇各種信號(hào)的多路 復(fù)用器111、在每個(gè)輸入上的EMI(電磁干擾）以及低通濾波，以及包括高通濾波的 Δ-Σ (delta-sigma)模數(shù)轉(zhuǎn)換器112?？梢詮妮斎胄盘?hào)中的一個(gè)或多個(gè)的選定組合中得 到右腿驅(qū)動(dòng)（RLD)信號(hào)113。
[0020] 標(biāo)準(zhǔn)監(jiān)控需要0· 05Hz到30Hz之間的頻率。診斷監(jiān)控需要〇. 〇5Hz到1000Hz中的 頻率。可以利用高輸入阻抗測(cè)量放大器（INA)來(lái)消除50Hz/60Hz共模干擾中的一些，所述 高輸入阻抗測(cè)量放大器去除這兩個(gè)輸入共同的AC線路噪聲。為了進(jìn)一步抑制線路電源噪 聲，通過(guò)放大器使信號(hào)反相并且通過(guò)右腿將該信號(hào)驅(qū)動(dòng)回到患者體中。僅需要幾微安或更 小的電流來(lái)實(shí)現(xiàn)顯著的CMR改進(jìn)并且保持在UL544限制內(nèi)。另外，50/60HZ數(shù)字陷波濾波器 用于進(jìn)一步減少此千擾。
[0021] 模擬部分110可以被實(shí)施在單個(gè)集成電路例如ADS1294/6/8/4R/6R/8R中，所 述ADS1294/6/8/4R/6R/8R是一族多信道、同時(shí)取樣、24位的Λ-Σ模數(shù)轉(zhuǎn)換器（ADC)，所 述Δ-Σ模數(shù)轉(zhuǎn)換器具有內(nèi)置式可編程增益放大器（PGA)、內(nèi)部基準(zhǔn)、以及機(jī)載振蕩器。 ADS1294/6/8/4R/6R/8R并入在醫(yī)療心電圖（ECG)以及腦電圖（EEG)應(yīng)用中通常需要的所有 特征。在可獲自德州儀器公司（Texas Instruments)的2012年1月修正的數(shù)據(jù)表SBAS459I 中更加詳細(xì)的描述ADS129X裝置，數(shù)據(jù)表SBAS459I通過(guò)引用結(jié)合在此。
[0022] 當(dāng)使用低分辨率（16位）ADC時(shí)，信號(hào)需要被顯著放大（通常ΙΟΟχ到200x)來(lái)獲 得所需的分辨率。當(dāng)使用高分辨率（24位）Λ - Σ ADC時(shí)，信號(hào)需要適中的增益，例如，0到 5x。因此，消除DC偏置所需的第二增益級(jí)以及電路可以被去除。這導(dǎo)致面積以及成本的總 體減少。Δ-Σ方法保留信號(hào)的整個(gè)頻率含量（content)并且對(duì)于數(shù)字后處理給予充足的 靈活性。
[0023] 信號(hào)處理部分140經(jīng)耦合以接收來(lái)自模擬部分11〇的數(shù)字ECG數(shù)據(jù)的流150。數(shù) 字信號(hào)處理器（DSP) 141耦合到可以存儲(chǔ)界定各種信號(hào)處理算法的指令的非易失性存儲(chǔ)器 144上。隨機(jī)存取存儲(chǔ)器（RAM) 143可以由DSP 141用于執(zhí)行各種信號(hào)處理算法的同時(shí)進(jìn)行 數(shù)據(jù)的存儲(chǔ)。顯示驅(qū)動(dòng)器142可以是管理顯示在顯示裝置145上的圖形用戶界面（GUI)的 微控制單元（MCU)，顯示裝置145可以是例如液晶顯示屏（LCD)、或現(xiàn)在己知或以后開發(fā)的 任何其它顯示裝置。DSP 141以及MCU 142可以被實(shí)施在單個(gè)1C中，例如，可獲自德州儀器 公司的0ΜΑΡ(開放多媒體應(yīng)用平臺(tái)）裝置等。其它實(shí)施例可以使用現(xiàn)在已知或以后開發(fā)的 處理器或信號(hào)處理器的其它實(shí)施方式。例如，不同類型的片上系統(tǒng)（ SoC)IC可以含有例如 兩個(gè)到十六個(gè)、或更多個(gè)DSP內(nèi)核。
[0024]可以提供一個(gè)或多個(gè)有線接口 146,所述有線接口支持用于將處理后的ECG信號(hào) 傳遞到另一系統(tǒng)中以用于進(jìn)一步評(píng)估的USB (通用串行總線）、RS232,或其它類型的有線接 口?？梢蕴峁┲С諾igBee、藍(lán)牙、或其它類型的無(wú)線接口的一個(gè)或多個(gè)無(wú)線接口 H7,該一 個(gè)或多個(gè)無(wú)線接口用于將處理后的ECG信號(hào)傳遞到另一系統(tǒng)中以用于進(jìn)一步評(píng)估。此外， 還可以提供用于經(jīng)由例如蜂窩電話或數(shù)據(jù)網(wǎng)絡(luò)將處理后的ECG信號(hào)發(fā)送到遠(yuǎn)程系統(tǒng)的無(wú) 線接口 147。
[0025]電源管理邏輯1〇2、時(shí)鐘、溫度感測(cè)邏輯以及風(fēng)扇邏輯控制也可以被包括在ECG系 統(tǒng)1〇〇中，以針對(duì)模擬系統(tǒng)110以及DSP系統(tǒng)14〇提供電源以及溫度控制。
[0026]現(xiàn)在在移動(dòng)手機(jī)例如智能手機(jī)內(nèi)可獲得包括在信號(hào)處理部分14〇內(nèi)的大部分或 所有組件，所述移動(dòng)手機(jī)可以經(jīng)編程以提供所需的信號(hào)處理。先前，ECG、EMG以及EEG設(shè)備 ^成本對(duì)于消費(fèi)類型裝置而言過(guò)于昂貴。當(dāng)智能手機(jī)經(jīng)編程以執(zhí)行 ECG處理時(shí)，將模擬前 端部分110耦合到智能手機(jī)上如下文將更加詳細(xì)描述地可以提供有成本有效的醫(yī)療監(jiān)控 裝置。
[0027]圖2是圖示了典型的心跳周期的曲線2〇〇。像其它生物醫(yī)學(xué)信號(hào)一樣，ECG被認(rèn)為 是非靜止過(guò)程。其平均值以及其標(biāo)準(zhǔn)偏差隨時(shí)間推移而改變。然而，ECG含有有用信息，所 述有用信息可以解釋為被稱作PQRST圖案的偽確定性圖案。在每次心跳期間，健康的心臟 將具有通過(guò)竇房結(jié)中的細(xì)胞觸發(fā)的去極化波的有序前進(jìn)、通過(guò)心房進(jìn)行、穿過(guò)"內(nèi)在傳導(dǎo)路 徑"，并且隨后在整個(gè)心室擴(kuò)散。正常ECG(EKG)由P波、QRS復(fù)合波（complex)以及T波組 成。P波表示心房去極化并且QRS表示心室去極化。T波反映心室的快速?gòu)?fù)極化的相位。 [0028] 當(dāng)分析PQRST波時(shí)存在可能注意到的若干異常。所述異?？梢园ㄒ韵轮械囊粋€(gè) 或多個(gè)：
[0029]-導(dǎo)聯(lián)的反向，其中P通常是直立的，或在aVr中存在直立P波。此改變通常發(fā)現(xiàn) 在其中脈沖經(jīng)由異常路徑（例如異位心房或A-V結(jié)性節(jié)律）行進(jìn)通過(guò)心房的條件下；
[0030] -增加的振幅通常指示心房肥大并且尤其在A-ν心臟瓣膜病、高血壓、肺心病，以 及先天性心臟病中被發(fā)現(xiàn)；
[0031] -增加的寬度通常指示左心房擴(kuò)大或病變心房??；
[0032] -雙相性在P波的第二半部在導(dǎo)聯(lián)III以及VI中顯著為負(fù)時(shí)，是左心房擴(kuò)大的顯 著標(biāo)志；
[0033]-二尖瓣P(guān)波（P-mitrale)中的凹口：P通常是較寬且有凹口的，并且在導(dǎo)聯(lián)J中 比在導(dǎo)聯(lián)III中更高。當(dāng)波峰之間的距離超過(guò)0· 04秒時(shí)，凹口被認(rèn)為是顯著的；
[0034]-峰值指示右心房張力。這些高尖P波通常在導(dǎo)聯(lián)III中比在導(dǎo)聯(lián)I中更高。這 被稱為肺型P波（P-Pulmonale);
[0035] -P波的缺失發(fā)生在A-V結(jié)性節(jié)律以及S-A塊中。
[0036]圖3是圖示了返回參考圖1的在約五十秒的時(shí)段內(nèi)中接收自模擬部分11〇的原 始ECG數(shù)據(jù)150的序列的曲線3〇〇。在此實(shí)施例中，模數(shù)（ADC)代碼值基于24位轉(zhuǎn)換器。 其它實(shí)施例可以基于不同ADC轉(zhuǎn)換器精度使用不同值。噪聲、偽影、來(lái)自身體中其它肌肉 的EMG(肌電圖）干擾、呼吸、來(lái)自電源線的6〇Hz干擾等可能使ECG的簡(jiǎn)單分析變得困難。 為了保留PQRST信息，可能需要提供大致 3Hz到3〇HZ的帶寬。在一些實(shí)施例中，高達(dá)大致 1000Hz的帶寬可以增加準(zhǔn)確性。
[0037]圖4是通過(guò)圖1的ECG系統(tǒng)實(shí)施的實(shí)時(shí)ECG濾波器400的示意性圖示。每個(gè)QRS 波的穩(wěn)健檢測(cè)對(duì)于ECG序列的進(jìn)一步數(shù)字處理是重要的。檢測(cè)器即使在信噪比（SNR)退化 時(shí)也應(yīng)該工作。在此實(shí)施例中，ECG濾波器被分成三個(gè)部分；部分1 410帶通濾波器，部分 2 420帶通濾波器，以及部分三43〇QRS檢測(cè)器。返回參考圖1，原始ECG的流150被接收自 模擬前端部分110。通常，如關(guān)于圖3所論述，原始ECG的流將包括干擾以及失真。本文中 所描述的實(shí)時(shí)ECG濾波器的實(shí)施例針對(duì)包括基于文件的每30分鐘48個(gè)記錄的MIT-BIH數(shù) 據(jù)庫(kù)進(jìn)行測(cè)試。這是廣泛用于測(cè)試QRS檢測(cè)算法的參考基準(zhǔn)。本文中所描述的實(shí)施例獲得 與使用更加復(fù)雜的非實(shí)時(shí)算法的醫(yī)療級(jí)設(shè)備類似的99. 7%的靈敏度以及99. 9%的正向可 預(yù)測(cè)性。
[0038] 部分2 42〇意圖提供準(zhǔn)備用于心臟病專家解釋的經(jīng)帶通濾波ECG。在此實(shí)施例中， 使用250Hz的采樣頻率通過(guò)模擬前端110來(lái)記錄原始數(shù)據(jù)ECG。在另一個(gè)實(shí)施例中，可以使 用更高或更低的采樣頻率。使用中值濾波器（P點(diǎn)）似2以非線性方式濾波ECG原始數(shù)據(jù)，使 得去除所有高頻成分并且隨后傳送通過(guò)低通濾波器LP1 423,以便去除剩余的中值濾波器 噪聲。使同一 ECG原始數(shù)據(jù)延遲424P個(gè)采樣并且從其中減去425LP1濾波器423的輸出， 使得抑制ECG的基線漂移（wander)。中值濾波器422、LP1濾波器423、以及從原始經(jīng)延遲 的信號(hào)中的減法425的組合等效于高通濾波。低通濾波器LP2似6是5階濾波器,所述濾 波器具有33Hz的截止頻率并且產(chǎn)生被延遲427的經(jīng)濾波的ECG信號(hào)H,以便與來(lái)自部分三 430的結(jié)果對(duì)齊。輸出信號(hào)Η準(zhǔn)備用于心臟病專家進(jìn)行解釋。經(jīng)濾波ECG信號(hào)Η的示例在 4 5〇處被圖示。通過(guò)使用Ρ的適當(dāng)值，整個(gè)PQRST波被保留并且未失真。通常，Ρ的值可以 選擇為例如P = Fs/2。
[0039] 部分1410意圖準(zhǔn)備用于跳動(dòng)檢測(cè)器43〇的ECG信號(hào)。除了中值濾波器412經(jīng)改 變以具有（N)的點(diǎn)值外，部分1與部分2是等同的。通過(guò)選擇N的適當(dāng)值，基線漂移、ρ波 以及T波也能在此部分上得到抑制；使得僅信號(hào)的QRS部分被保留作為信號(hào)B 444,以用于 進(jìn)一步處理。通常，Ν的值可以選擇為例如N = Fs/10。
[0040] 部分三43〇表示QRS檢測(cè)器自身。為了放大QRS波的高頻含量，對(duì)信號(hào)B求兩次 平方幻1以產(chǎn)生信號(hào)C1。如下從信號(hào)C1中得到三個(gè)閾值信號(hào)。信號(hào) C1非線性地按比例縮 放以形成信號(hào)C2。信號(hào)C2的每個(gè)采樣k產(chǎn)生為延遲432Q個(gè)采樣的以1〇為底的對(duì)數(shù)，如通 過(guò)等式（1)所指示。
[0041] C2k= logl〇(Clk) (1)
[0042]第一閾值信號(hào)是信號(hào)D。如通過(guò)等式（2)所指示，利用移動(dòng)最大化433來(lái)產(chǎn)生信號(hào) D的每個(gè)采樣k，移動(dòng)最大化幻3使用信號(hào)C1上的Μ點(diǎn)滑動(dòng)窗口，所述采樣獲得以10為底 的對(duì)數(shù)并且延遲Q-M個(gè)采樣。因此，信號(hào)D表示信號(hào)C1的峰值。
[0043] Dk = loglO (max (C! (k) · · · Q (k+M))) (2)
[0044]第二閾值信號(hào)是信號(hào)E。如通過(guò)等式（3)所指示，使用在信號(hào)C1上使用τ點(diǎn)滑動(dòng) 窗口的移動(dòng)平均化434來(lái)產(chǎn)生信號(hào)E的每個(gè)采樣k,所述采樣獲得為以10為底的對(duì)數(shù)并且 延遲Q-T個(gè)采樣。因此，信號(hào)E表示在窗口范圍內(nèi)的信號(hào)C1的平均值。

【權(quán)利要求】
1. 一種系統(tǒng)，其包括： 模擬前端模塊，其經(jīng)配置收集來(lái)自一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)聯(lián)的ECG數(shù)據(jù)并且可操作以將模擬 ECG數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成數(shù)字ECG數(shù)據(jù)；以及 移動(dòng)消費(fèi)裝置，其被耦合以接收所述數(shù)字ECG數(shù)據(jù)，其中所述移動(dòng)消費(fèi)裝置經(jīng)配置以 使用濾波器執(zhí)行QRS檢測(cè)，所述濾波器的截止頻率被實(shí)時(shí)地調(diào)適為噪聲水平。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述移動(dòng)消費(fèi)裝置進(jìn)一步經(jīng)配置對(duì)所述數(shù)字ECG 數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波并且實(shí)時(shí)地將經(jīng)濾波的數(shù)字ECG數(shù)據(jù)發(fā)送到遠(yuǎn)程接收器。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述移動(dòng)消費(fèi)裝置進(jìn)一步經(jīng)配置通過(guò)所述數(shù)字 ECG數(shù)據(jù)中的異常的分析來(lái)檢測(cè)預(yù)警條件。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述移動(dòng)消費(fèi)裝置是智能手機(jī)。
5. -種用于處理ECG數(shù)據(jù)的方法，所述方法包括： 接收包括PQRST圖案的原始ECG數(shù)據(jù)采樣的流； 通過(guò)使用非線性濾波器來(lái)對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波以形成經(jīng)濾波的ECG數(shù)據(jù)，以 便最小化基線漂移，并且從而抑制每個(gè)PQRST圖案的T波部分； 對(duì)所述經(jīng)濾波的ECG數(shù)據(jù)執(zhí)行非線性操作以形成擴(kuò)大每個(gè)PQRST圖案的R峰的經(jīng)放大 的信號(hào)； 對(duì)所述經(jīng)放大的信號(hào)使用移動(dòng)最大值濾波器來(lái)得到第一閾值信號(hào)以及第三閾值信 號(hào)； 對(duì)所述經(jīng)放大的信號(hào)使用移動(dòng)均值濾波器來(lái)得到第二閾值信號(hào)； 使用濾波器對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波以形成經(jīng)濾波的閾值信號(hào)，在所述濾波器 中，截止頻率被動(dòng)態(tài)地選擇為所述第一閾值信號(hào)以及所述第二閾值信號(hào)的函數(shù)；以及 將所述經(jīng)放大的信號(hào)中的采樣僅當(dāng)所述采樣的值等于所述第一閾值信號(hào)并且超過(guò)所 述經(jīng)濾波的閾值信號(hào)時(shí)識(shí)別為心跳點(diǎn)。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波包括： 使用中值濾波器以及低通濾波器的級(jí)聯(lián)來(lái)對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波； 延遲所述原始ECG數(shù)據(jù)；以及 從經(jīng)延遲的原始ECG數(shù)據(jù)中減去所述低通濾波器的輸出信號(hào)，以便傳送經(jīng)高通濾波的 數(shù)據(jù)。
7. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其進(jìn)一步包括： 使用非線性濾波器對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波，以便最小化每個(gè)PQRST圖案的基線 漂移，從而形成可視ECG信號(hào)；以及 對(duì)所述可視ECG信號(hào)進(jìn)行注釋以指示每個(gè)心跳點(diǎn)。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波包括： 使用中值濾波器以及低通濾波器的級(jí)聯(lián)來(lái)對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波； 延遲所述原始ECG數(shù)據(jù)；以及 從所述經(jīng)延遲的原始ECG數(shù)據(jù)中減去所述低通濾波器的輸出信號(hào)，以便傳送經(jīng)高通濾 波的數(shù)據(jù)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中通過(guò)至少一次對(duì)所述經(jīng)濾波ECG數(shù)據(jù)求平方來(lái)形 成所述經(jīng)放大的信號(hào)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波包括： 利用一階無(wú)限脈沖響應(yīng)即IIR濾波器對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波；以及 將用于所述IIR的截止頻率動(dòng)態(tài)選擇為所述第一閾值信號(hào)的對(duì)數(shù)與所述第二閾值信 號(hào)的對(duì)數(shù)之間的差值的線性函數(shù)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波包括： 利用一階無(wú)限脈沖響應(yīng)即IIR濾波器對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波；以及 將用于所述IIR的截止頻率動(dòng)態(tài)選擇為所述第一閾值信號(hào)與所述第二閾值信號(hào)的比 率的線性函數(shù)。
12·根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中對(duì)所述經(jīng)放大的信號(hào)使用移動(dòng)最大值濾波器來(lái) 得到第一閾值信號(hào)以及第三閾值信號(hào)是將第一窗口寬度用于所述第一閾值信號(hào)并且將不 同的窗口寬度用于所述第三閾值信號(hào)。
13. -種實(shí)時(shí)地處理ECG數(shù)據(jù)的方法，所述方法包括： 用于接收來(lái)自耦合到計(jì)算機(jī)上的模擬前端的包括PQRST圖案的原始ECG數(shù)據(jù)采樣的流 的方式； 用于通過(guò)使用非線性濾波器來(lái)對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波以形成經(jīng)濾波的ECG數(shù) 據(jù)，以便最小化基線漂移，并且從而抑制每個(gè)PQRST圖案的T波部分的方式； 用于對(duì)所述經(jīng)濾波的ECG數(shù)據(jù)執(zhí)行非線性操作以形成擴(kuò)大每個(gè)PQRST圖案的R峰的經(jīng) 放大的信號(hào)的方式； 用于對(duì)所述經(jīng)放大的信號(hào)使用移動(dòng)最大值濾波器來(lái)得到第一閾值信號(hào)以及第三閾值 信號(hào)的方式； 用于對(duì)所述經(jīng)放大的信號(hào)使用移動(dòng)均值濾波器來(lái)得到第二閾值信號(hào)的方式； 用于使用濾波器對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波以形成經(jīng)濾波的閾值信號(hào)的方式，在所 述濾波器中，截止頻率被動(dòng)態(tài)選擇為所述第一閾值信號(hào)以及所述第二閾值信號(hào)的函數(shù)；以 及 用于將所述經(jīng)放大信號(hào)中的采樣僅當(dāng)所述采樣的值等于所述第一閾值信號(hào)并且超過(guò) 所述經(jīng)濾波閾值信號(hào)時(shí)識(shí)別為心跳點(diǎn)的方式。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中用于對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波的方式包 括： 用于使用中值濾波器以及低通濾波器的級(jí)聯(lián)對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波的方式； 用于延遲所述原始ECG數(shù)據(jù)的方式；以及 用于從經(jīng)延遲的原始ECG數(shù)據(jù)中減去所述低通濾波器的輸出信號(hào)以便傳送經(jīng)高通濾 波的數(shù)據(jù)的方式。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其進(jìn)一步包括： 用于使用非線性濾波器對(duì)所述原始ECG數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波以最小化每個(gè)PQRST圖案的基線 漂移，從而形成可視ECG信號(hào)的方式； 用于對(duì)所述可視ECG信號(hào)進(jìn)行注釋以指示每個(gè)心跳點(diǎn)的方式；以及 用于將經(jīng)注釋可視ECG信號(hào)顯示在耦合到計(jì)算機(jī)上的顯示器上的方式。
16. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中通過(guò)至少一次對(duì)所述經(jīng)濾波ECG數(shù)據(jù)求平方來(lái) 形成所述經(jīng)放大的信號(hào)。
17. 娜權(quán)利要求13臓的方法，其中所述用于對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波的方式 包括： 丄 -、、 、 用于利用一階無(wú)限脈沖響應(yīng)即IIR濾波器對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波的方式^以及 用于將用于所述IIR的截止頻率動(dòng)態(tài)選擇為所述第一閾值信號(hào)的對(duì)數(shù)與所述第二闡 值信號(hào)的對(duì)數(shù)之間的差值的線性函數(shù)的方式。 _ ^
18. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中所述用于對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波的方式 包括： 用于利用一階無(wú)限脈沖響應(yīng)即IIR濾波器對(duì)所述第三閾值信號(hào)進(jìn)行濾波的方式；以及 用于將用于所述IIR的截止頻率動(dòng)態(tài)選擇為所述第一閾值信號(hào)與所述第二閾值信號(hào) 的比率的線性函數(shù)的方式。
【文檔編號(hào)】A61B5/0452GK104203091SQ201380014120
【公開日】2014年12月10日 申請(qǐng)日期:2013年3月12日 優(yōu)先權(quán)日:2012年3月12日
【發(fā)明者】V·鄒卡 申請(qǐng)人:德克薩斯儀器股份有限公司